Registo Deformável de Imagem em Planeamento de Radioterapia usando o software Velocity AI CT versus CBCT

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1 Registo Deformável de Imagem em Planeamento de Radioterapia usando o software Velocity AI CT versus CBCT Ana Rita Tavares Sobrosa Departamento de Física Mestrado Integrado em Engenharia Biomédica Coimbra, Julho de 2013

2 Universidade de Coimbra Faculdade de Ciências e Tecnologias Departamento de Física Registo Deformável de Imagem em Planeamento de Radioterapia usando o software Velocity AI CT versus CBCT Dissertação apresentada para a obtenção do grau de Mestre em Engenharia Biomédica na Especialidade de Imagem e Radiação Autor Ana Rita Tavares Sobrosa Orientadores Josefina Mateus Serviço de Física Médica, IPOCFG, EPE, Coimbra, Portugal Paulo Crespo LIP, Departamento de Física, Universidade de Coimbra, Portugal Supervisora Maria do Carmo Lopes Serviço de Física Médica, IPOCFG, EPE, Coimbra, Portugal I3N, Departamento de Física da Universidade de Aveiro, Portugal Serviço de Física Médica, IPOCFG, E.P.E. Serviço de Física Médica e Serviço de Radioterapia, IPOCFG, E.P.E., I3N-DF, UA Coimbra, Julho de 2013

3 Aos meus pais e irmão.

4 AGRADECIMENTOS A dissertação que aqui se apresenta só foi possível graças à colaboração e apoio de algumas pessoas, às quais não posso deixar de prestar o meu reconhecimento. As primeiras palavras de agradecimento vão para a supervisora Doutora Maria do Carmo Lopes, por ter proposto este projeto tendo permitido enriquecer o meu conhecimento científico e ainda pela sua disponibilidade e atenção ao longo de todo o projeto. Pela orientação, apoio contínuo e pela amizade demonstrada, dirijo à Engenheira Física Josefina Mateus a minha grata admiração e sincero obrigado. Agradeço à Doutora Brígida Ferreira pela sua constante presença e orientação dada neste projeto, sem a qual o trabalho teria sido mais árduo. Não podia deixar também de agradecer à radioncologista Dr.ª Leila Khouri pela ajuda essencial na análise dos resultados e aprovação clínica. Um obrigado ao Engenheiro Físico Tiago Ventura pela ajuda prestada ao longo de todo o trabalho. Tenho a agradecer ao orientador Doutor Paulo Crespo pela disponibilidade prestada. Um agradecimento especial ao Coordenador do Curso, o Professor Miguel Morgado, pela colaboração na concretização deste projeto. Cabe ainda um agradecimento ao Instituto Português de Oncologia de Coimbra Francisco Gentil, E.P.E (IPOCFG, E.P.E.) por abrir uma nova porta a futuros Engenheiros Biomédicos. Quero também dirigir uma palavra de apreço aos meus familiares mais próximos, por todo o carinho e apoio dado ao longo da minha vida. Ao meu irmão, por me ajudar e apoiar em momentos mais difíceis, um grande obrigado. Um agradecimento aos meus colegas e amigos da faculdade por terem estado ao meu lado nos bons e maus momentos. Por todas as vivências que me proporcionaram nestes cinco anos de curso, um grande e sincero obrigado. Ana Rita Tavares Sobrosa i

5 RESUMO O tratamento do carcinoma de cabeça e pescoço é atualmente uma área de extrema importância oncológica e de intensa investigação. Durante o tratamento de Radioterapia os doentes podem sofrer alterações anatómicas significativas. As principais causas apontadas para este facto são a perda de peso e redução tumoral, estando fundamentalmente relacionadas com os efeitos da radiação. Estas alterações podem trazer consequências na dose administrada, como é o caso do aumento de dose nos órgãos de risco. Este projeto assenta no estudo do registo deformável de imagens em Radioterapia, tendo como base o uso do software de tratamento de imagens Velocity AI 2.7, para casos de tumores de cabeça e pescoço. Pretende-se testar as capacidades deste software, perceber quais as suas potencialidades e limitações e ainda apreciar a qualidade da deformação volumétrica de estruturas localizadas na região de cabeça e pescoço. Os objetivos deste trabalho dividem-se em duas fases distintas. Numa primeira fase pretende-se estabelecer um protocolo de procedimentos que garanta a reprodutibilidade do algoritmo de deformação do Velocity AI. Para tal é inspecionado o comportamento do registo deformável em imagens de Tomografia Computorizada adquiridas antes da primeira sessão de tratamento a CT de planeamento - e a meio do mesmo a CT de controlo. A análise dos resultados inclui a visualização das estruturas deformadas e posterior validação clínica. Posteriormente, numa segunda fase, pretende-se investigar a aplicabilidade clínica das imagens Cone-Beam CT utilizando o protocolo estabelecido em imagens CT. As imagens Cone- Beam CT são adquiridas diariamente antes de cada sessão de tratamento para verificação do posicionamento do doente. Com o auxílio do Sistema de Planeamento Oncentra 4.1 é calculada a distribuição de dose 3D nas imagens Cone-Beam CT. No Velocity AI, com base nesta informação estuda-se a possibilidade de criar alertas volumétricos a partir de uma simples análise de variação de volume de algumas estruturas, com o objetivo de indicarem variações inaceitáveis de dose. Com estes estudos provou-se que o software Velocity AI é uma ferramenta útil na área de Radioterapia, principalmente na deformação volumétrica de estruturas. A utilização das imagens Cone-Beam CT mostrou que permitem alertar para situações de sobredosagem, especialmente no caso da medula que é uma estrutura de risco crítica. Palavras-chave: Radioterapia; IMRT; Registo deformável; Cone-Beam CT; Velocity AI 2.7. Ana Rita Tavares Sobrosa ii

6 ABSTRACT The treatment of carcinoma of the head and neck is currently an area of extreme importance in oncology and intensive research. During Radiotherapy, patients may suffer significant anatomical changes. The main causes for this fact are the weight loss and reduction in tumor which are primarily related to the effects of radiation. These changes may have consequences on dose, such as the increasing of dose on organs at risk. This project is based on the study of deformable registration of images in Radiotherapy, based on the use of image processing software Velocity AI 2.7, in cases of tumors of the head and neck. It aims to test the capabilities of this software, realize its potentialities and limitations and also assess the quality of volumetric deformation of structures in the head and neck region. The objectives of this study are divided into two distinct phases. In a first stage, a protocol procedure is established to ensure the reproducibility of the deformation algorithm Velocity AI. In order to accomplish this, the behavior in deformable registration of CT images acquired before the first treatment session is examined - the CT planning - and in the middle of it - the CT control. The analysis includes the visualization of deformed structures and subsequent clinical validation. Subsequently, in a second phase, we intend to investigate the clinical applicability of Cone-Beam CT images using the protocol established for CT images. The Cone-Beam CT images are daily acquired before each treatment session in order to verify the positioning of the patient. With the aid of the Treatment Planning System Oncentra 4.1, the dose distribution is calculated in 3D Cone-Beam CT images. In Velocity AI, based on this information, the possibility of creating volumetric alerts from a simple analysis of volume variation of some structures is studied, in order to indicate unacceptable dose variations. These studies have proven that the software Velocity AI is a useful tool in the field of Radiotherapy, particularly in the volumetric deformation of structures. The use of Cone-Beam CT images showed that they can warn overdosage situations, especially in the case of spinal cord, which is a critical risk structure Keywords: Radiotherapy, IMRT; Deformable registration; Cone-Beam CT; Velocity AI Ana Rita Tavares Sobrosa iii

7 CONTEÚDO Agradecimentos Resumo Abstract Conteúdo Lista de Figuras Lista de Tabelas Lista de Gráficos Acrónimos e Siglas CAPÍTULO 1 INTRODUÇÃO 1.1. Enquadramento Teórico 1.2. Motivação e Objetivos 1.3. Organização da Dissertação i ii iii iv vii ix x xi CAPÍTULO 2 RADIOTERAPIA 2.1. Breve Introdução e Evolução 2.2. Workflow de um Tratamento Consulta Inicial Planeamento Imobilização e Aquisição de Imagens Delineamento de Volumes Prescrição de Dose Dosimetria Clínica Tratamento Follow-up 2.3. IMRT Radioterapia com Intensidade Modulada Introdução à Técnica Unidade de Tratamento Aspetos Positivos e Dificuldades 2.4. IGRT Radioterapia Guiada por Imagem 2.5. ART - Radioterapia Adaptativa 2.6. Estado da Arte Ana Rita Tavares Sobrosa iv

8 CAPÍTULO 3 MATERIAIS E MÉTODOS 3.1. Tumores de Cabeça e Pescoço Procedimento de um Tratamento Caracterização da Amostra de Doentes 3.2. Acelerador Utilizado 3.3. Sistema de Planeamento 3.4. Software de Registo Deformável 3.5. Registo Deformável em Imagens CT Reprodutibilidade do Algoritmo Influência da ROI na Deformação de Estruturas Influência da Aplicação de Filtros na Deformação de Estruturas Estudos em Fantomas 3.6. Registo Deformável em Imagens MV-CBCT Registo entre a CT Planeamento e o MV-CBCT correspondente Deformação Volumétrica de Estruturas Dose Calculada no Oncentra Testes de Sensibilidade CAPÍTULO 4 RESULTADOS E DISCUSSÃO 4.1. Imagens CT Influência da ROI na Deformação de Estruturas Influência da Aplicação de Filtros na Deformação de Estruturas Apresentação Gráfica da Variação Volumétrica Estudos em Fantomas 4.2. Imagens MV-CBCT Análise Visual das Estruturas Deformadas Análise da Variação Volumétrica Análise da Variação Dosimétrica Teste de Sensibilidade da Variação Volumétrica relativamente à Dose na Medula CAPÍTULO 5 CONCLUSÃO 63 Ana Rita Tavares Sobrosa v

9 APÊNDICES APÊNDICE I DEFORMAÇÃO DE VOLUMES EM IMAGENS CT APÊNDICE II ESTUDO EM FANTOMA ANTROPOMÓRFICO APÊNDICE III DEFORMAÇÃO DE VOLUMES EM IMAGENS MV-CBCT APÊNDICE IV CÓDIGO MATLAB PARA LER DVH APÊNDICE V CÓDIGO MATLAB PARA OBTER PARÂMETROS DOSIMÉTRICOS APÊNDICE VI CÓDIGO BASE MATLAB PARA FAZER GRÁFICOS DE DOSE APÊNDICE VII DOSE CALCULADA EM IMAGENS MV-CBCT APÊNDICE VIII TESTES DE SENSIBILIDADE Referências Bibliográficas Ana Rita Tavares Sobrosa vi

10 LISTA DE FIGURAS Figura 2.1. Esquematização da sequência de processos de um tratamento em Radioterapia. 6 Figura 2.2. Visualização de uma máscara termoplástica colocada num doente. 6 Figura 2.3. Ilustração das estruturas delineadas segundo as recomendações da ICRU nos Reports 50, 62 e 83. Adaptado de [10,11]. 8 Figura 2.4. Modelo esquemático do planeamento direto. Adaptado de [9]. 10 Figura 2.5. Modelo esquemático do planeamento inverso. Adaptado de [9]. 10 Figura 2.6. Ilustração de um DVH para um PTV: diferencial (esq.) e cumulativo (dir.). Adaptado do software Velocity AI. 11 Figura 2.7. Ilustração de um DVH cumulativo para uma situação de Radioterapia ideal (esq.) e real (dir.). Adaptado de [16]. 12 Figura 2.8. Comparação dosimétrica: 3D-CR (esq.) e IMRT (dir.). Adaptado de [17]. 13 Figura 2.9. Acelerador Linear Siemens ONCOR Avant-Garde (esq.); Sistema de MLC de 120 segmentos (dir.). 14 Figura Ilustração do modo de funcionamento de um MLC, conformando geometricamente o volume-alvo [21]. 15 Figura Visualização dos mapas de fluência: campo uniforme geometricamente conformado (a) e campo de intensidade modulada (b) [6]. 15 Figura Aspetos positivos e algumas dificuldades da técnica de IMRT. 16 Figura Comparação do modo de feixe em imagens portais (esq.) e imagens MV-CBCT (dir.). 18 Figura 3.1. Localização dos vários tipos de tumores de cabeça e pescoço. Adaptado de [32]. 22 Figura 3.2. Unidade de Tomografia de Computorizada (IPOCFG). 24 Figura 3.3. Acelerador Linear Oncor, Avant-Garde da Siemens (IPOCFG). 24 Figura 3.4. Movimentos de rotação das componentes do acelerador linear: vermelho gantry; amarelo colimador; verde mesa. Na interseção dos eixos de rotação do colimador e da gantry está o isocentro [6]. 26 Figura 3.5. Sistema de Planeamento Oncentra Figura 3.6. Software Velocity AI Figura 3.7. Marcação da imagem CT primária e secundária. Adaptado do software Velocity AI. 27 Figura 3.8. Ajuste manual das imagens. Adaptado do software Velocity AI. 28 Figura 3.9. Visualização da ROI em torno das estruturas de interesse a deformar. Adaptado do software Velocity AI. 28 Figura Comparação entre a CT de planeamento e a CT de controlo. Adaptado do software Velocity AI. 29 Figura Histograma HU-volume para um PTV. Adaptado do software Velocity AI. 29 Figura Representação da matriz de deformação e modo de funcionamento. 30 Ana Rita Tavares Sobrosa vii

11 Figura Histograma e parâmetros de janela de um filtro. Adaptado do software Velocity AI. Figura Escala de HU [36]. Figura Janelas e respetivos parâmetros dos filtros Head, Bone e Spine. Adaptado do software Velocity AI. Figura Visualização dos OARs (esq.) e volumes-alvo (dir.) analisados no Velocity AI. Adaptado do software Velocity AI. Figura Representação esquemática das três situações consideradas: Sem ROI, ROI_PTV-N e ROI_Estrutura. Adaptado do software Velocity AI. Figura Fantoma antropomórfico (esq.), corte axial com localização dos volumes tumorais (centro) e visualização da parótida (dir.). Figura Realização da CT com o fantoma antropomórfico. Figura Contornos da mandíbula na imagem CBCT_0 obtidos com diferentes registos. Adaptado do software Velocity AI. Figura 4.1. Contornos deformados da mandíbula e glândula parótida para os três tipos de registo considerados. Adaptado do software Velocity AI. Figura 4.2. Contornos deformados da glândula parótida com os diferentes registos. Adaptado do software Velocity AI. Figura 4.3. Contornos deformados da mandíbula (esq.), parótida ipsilateral (centro) e PTV-T1 (dir.), para os dois tipos de registo. Adaptado do software Velocity AI Ana Rita Tavares Sobrosa viii

12 LISTA DE TABELAS Tabela 3.1. Caracterização da amostra de doentes. Tabela 3.2. Tabela de contingência. Tabela 4.1. Desvios percentuais de volumes deformados para imagens CT e MV-CBCT: OARs. Tabela 4.2. Desvios percentuais de volumes deformados para imagens CT e MV-CBCT: PTVs. Tabela 4.3. Variações volumétrica e dosimétrica entre imagens MV-CBCT: OARs. Tabela 4.4. Variações volumétrica e dosimétrica entre imagens MV-CBCT: PTVs. Tabela 4.5. Precisão, Sensibilidade e Especificidade Ana Rita Tavares Sobrosa ix

13 LISTA DE GRÁFICOS Gráfico 3.1. Reprodutibilidade do algoritmo de deformação volumes-alvo. Gráfico 3.2. Reprodutibilidade do algoritmo de deformação OARs. Gráfico 4.1. Variação volumétrica da mandíbula. Gráfico 4.2. Variação volumétrica do PRV-medula. Gráfico 4.3.Variação volumétrica da parótida ipsilateral. Gráfico 4.4. Variação volumétrica da parótida contralateral. Gráfico 4.5. Variação volumétrica do PTV-T1. Gráfico 4.6. Variação volumétrica do PTV-N1. Gráfico 4.7. Variação volumétrica do PTV-N2. Gráfico 4.8. Variação volumétrica da mandíbula entre imagens MV-CBCT. Gráfico 4.9. Variação volumétrica do PRV-medula entre imagens MV-CBCT. Gráfico Variação volumétrica da parótida ipsilateral entre imagens MV-CBCT. Gráfico Variação volumétrica da parótida contralateral entre imagens MV-CBCT. Gráfico Variação volumétrica do PTV-T1 entre imagens MV-CBCT. Gráfico Variação volumétrica do PTV-N1 entre imagens MV-CBCT. Gráfico Variação da dose máxima: PRV-medula. Gráfico Variação da dose D 2%: PTV-T1. Gráfico Variação da dose D 98%: PTV-T1. Gráfico Variação da dose no PRV-medula para o total de doentes. Gráfico Teste de sensibilidade à variação volumétrica do Neck. Gráfico Teste de sensibilidade à variação volumétrica do PTV-T1. Gráfico Teste de sensibilidade à variação volumétrica da parótida ipsilateral. Gráfico Variação do peso com a variação do volume do Neck para cada doente estudado Ana Rita Tavares Sobrosa x

14 ACRÓNIMOS E SIGLAS 2D 3D 3D-CRT ART CT CTV DMLC DRR(s) DVH(s) EPID FOV FSU GTV HU ICRU IGRT IMRT ITV IV MLC MR MU(s) MV-CBCT OAR(s) PET PRV PTV ROI(s) RTE SPECT SMLC TPS TV Bidimensional Tridimensional 3D Conformal Radiation Therapy Adaptive Radiation Therapy Computed Tomography Clinical Target Volume Dynamic Multi-Leaf Collimator Digitally Reconstructed Radiography(s) Dose-Volume Histogram(s) Electronic Portal Imaging Device Field-of-view Functional Sub-Unit Gross Tumor Volume Hounsfield Units International Commission on Radiation Units Image-Guided Radiation Therapy Intensity-Modulated Radiation Therapy Internal Target Volume Irradiated Volume Multi-Leaf Collimator Magnetic Resonance Monitor Unit(s) Megavoltage Cone-Beam Computed Tomography Organ(s) at Risk Positron Emission Tomography Planning Organ at Risk Volume Planning Target Volume Region(s) of Interest Radioterapia Externa Single-Photon Emission Computed Tomography Segmental Multi-Leaf Collimator Treatment Planning System Treated Volume Ana Rita Tavares Sobrosa xi

15 1 INTRODUÇÃO A presente dissertação centra-se no estudo do comportamento do software de registo de imagens Velocity AI em Radioterapia. Estas podem ser imagens de Tomografia Computorizada (CT, do inglês Computed Tomography) e de Cone-Beam CT, sendo as segundas adquiridas ao longo de todo o tratamento para verificação do posicionamento do doente. Desenvolvido no Serviço de Física Médica do Instituto Português de Oncologia de Coimbra Francisco Gentil, E.P.E. (IPOCFG, E.P.E.), este projeto pretende contribuir para a melhoria da qualidade dos tratamentos de tumores de cabeça e pescoço. 1.1 Enquadramento Teórico A Radioterapia é considerada uma das modalidades terapêuticas mais frequentemente usada e com maior sucesso no tratamento de diversos tipos de cancro que, apesar dos esforços aplicados na sua cura, continua a ser um problema de saúde pública e de enorme peso na sociedade. Atualmente a Radioterapia ocupa um lugar de extrema importância no que concerne a terapias de patologias do foro oncológico, verificando-se que cerca de 50% de doentes oncológicos são submetidos a este tipo de terapia em toda a Europa [1]. Em conjunto com a cirurgia e a quimioterapia, a Radioterapia desempenha um papel importante tanto em tratamentos curativos como paliativos. A história da sua evolução ao longo de todo o século XX resulta da articulação de diversas áreas da medicina em sinergia com outras ciências computação, robótica e imagiologia [2]. A área da Radioterapia exige uma evolução contínua e sistemática, sendo fundamental a garantia da qualidade aos doentes oncológicos e uma prescrição baseada em evidências científicas. 1.2 Motivação e Objetivos O objetivo de um tratamento em Radioterapia, que é obter o controlo tumoral livre de complicações nos tecidos sãos, só será atingido se a dose de radiação prescrita for efetivamente administrada no volume-alvo [3]. Para assegurar que a dose prescrita é realmente administrada é necessário existirem procedimentos de modo a garantir a qualidade em todas as fases de um tratamento. Assim, de um ponto de vista terapêutico, torna-se relevante o conhecimento acerca das características funcionais de programas Ana Rita Tavares Sobrosa 1

16 computacionais, emergindo a qualidade e eficiência dos serviços praticados na área da Radioterapia. É neste contexto que, atualmente existe uma intensa investigação sobre tecnologia aplicada à Radioterapia. Começa pela sua integração em redes hospitalares de forma a garantir uma aquisição de dados mais rápida e sistemática, minimizando os erros provenientes da aquisição manual. Hoje em dia existem softwares que permitem a visualização de imagens de várias modalidades bem como o seu registo e fusão e ainda o delineamento de várias estruturas de interesse. O delineamento das várias estruturas ajuda na obtenção de uma distribuição dosimétrica adequada (fase de planeamento do tratamento), de forma a maximizar a dose nos tumores minimizando a dose nos órgãos de risco, tais como a medula e as glândulas parótidas. Como já referido inicialmente, a presente dissertação assenta na avaliação do registo deformável de imagens para casos de cabeça e pescoço. Para o registo de imagens é usado o software Velocity AI. Esta avaliação surge após o início do tratamento do doente. É de salientar a importância da seleção deste tipo de tumores e ainda o mapeamento de estruturas envolvidas. De um modo geral, os tumores de cabeça e pescoço são os que remetem para uma maior dificuldade de tratamento, uma vez que envolvem, na sua região de localização, um maior número de estruturas adjacentes saudáveis. Aliado ao facto de constituírem um enorme desafio à cirurgia devido à complexidade que apresentam numa região bastante irregular conclui-se que, em alguns casos, a Radioterapia é a solução mais adequada para o seu tratamento. Para garantir a qualidade ao longo de todo o tratamento é necessário controlar a dose nos tumores e órgãos de risco, salvaguardando as complicações nos tecidos sãos. A xerostomia (diminuição da produção de saliva) é um dos exemplos de complicações [4]. As imagens alvo de estudo deste projeto são as de Tomografia Computorizada e de Cone-Beam CT, sendo que as primeiras são as usadas no planeamento dosimétrico. Já as de Cone-Beam CT são adquiridas ao longo de todo o tratamento para verificar o posicionamento do doente e garantir a sua reprodutibilidade. Pretende-se estudar este tipo de imagens de forma a retirar informação de alterações anatómicas relevantes que possam levar a alterações na distribuição de dose. Ana Rita Tavares Sobrosa 2

17 apêndices. 1.3 Organização da Dissertação A presente dissertação é constituída por cinco capítulos e conta com o apoio de oito Capítulo 1 Introdução No capítulo da Introdução são apresentados os principais objetivos deste projeto bem como as motivações que levaram à sua realização. Também é apresentada a organização da dissertação. Capítulo 2 Radioterapia Neste capítulo é feita uma abordagem introdutória à Radioterapia e, de forma detalhada, uma noção sobre a técnica com intensidade modulada. São ainda abordados os conceitos de Radioterapia Guiada por Imagem e Radioterapia Adaptativa, bem como a sua importância e características. Capítulo 3 Materiais e Métodos Numa primeira parte deste capítulo é feita uma abordagem aos tumores de cabeça e pescoço e como são tratados no IPOCFG. Posteriormente são apresentadas as principais funcionalidades do software Velocity AI e do Sistema de Planeamento Oncentra e ainda caracterizado o acelerador linear utilizado. Por fim, é feita uma descrição do procedimento dos vários estudos efetuados. Capítulo 4 Resultados e Discussão Neste capítulo são apresentados os resultados obtidos relativos aos estudos em imagens CT e imagens Cone-Beam CT, bem como a sua análise e discussão. Capítulo 5 Conclusão Este capítulo reúne as conclusões globais a retirar da realização deste estudo. Ana Rita Tavares Sobrosa 3

18 2 RADIOTERAPIA A Radioterapia é uma especialidade clínica que utiliza radiação ionizante, como os raios- X, raios gama ou partículas subatómicas, de modo a tentar destruir as células tumorais. Os raios-x utilizados são o mesmo tipo de radiação usada em Tomografia ou numa simples Radiografia com a diferença de que na Radioterapia a energia é bastante superior megavolts. Como já foi referido, o seu principal objetivo é administrar com rigor uma quantidade de dose de radiação (Gy 1 ) aos volumes tumorais previamente definidos, minimizando os danos secundários nos tecidos vizinhos [5]. 2.1 Breve Introdução e Evolução A Radioterapia tem sido usada como um tratamento contra o cancro há mais de 100 anos, e a sua evolução foi determinada essencialmente por três fases históricas da ciência a descoberta dos raios-x, a descoberta da radioatividade natural e ainda a produção de elementos radioativos artificiais. Nomes como Wilhelm Röntgen, Marie Curie e ainda Henri Becquerel ficarão na história como a contribuição primordial para o nascimento da Radioterapia [6]. Existem duas formas clássicas de Radioterapia consoante a localização da fonte de radiação. Se esta estiver localizada externamente ao doente designa-se por Radioterapia Externa (RTE); caso se encontre no interior do corpo do doente, no seio ou na vizinhança do tumor, então denomina-se por Braquiterapia [6]. Até ao início dos anos 50 grande parte dos equipamentos de raios-x utilizados nas terapias por RTE apenas conseguiam gerar tensões até aos 300 kvp (ortovoltagem). A necessidade do desenvolvimento de aparelhos capazes de gerar radiação com energia superior, associada ao aumento da utilização de unidades de cobalto, levou à redução gradual do uso dos raios-x convencionais. O desenvolvimento tecnológico decorrente da II Guerra Mundial conduziu ao aparecimento dos aceleradores lineares, que são aparelhos que utilizam radiação eletromagnética para acelerar eletrões e, através do seu embate num alvo, originar fotões (raios-x) de elevada energia [2]. Ao longo das últimas décadas, a evolução tecnológica da RTE tem sido uma constante, desde técnicas de irradiação simples até à técnica mais recente a de intensidade modulada. Na técnica que atualmente se designa Radioterapia 2D era adquirida apenas uma imagem CT devido a limitações de velocidade de aquisição de unidade de CT. Esta técnica 1 Gy (Gray) é a unidade SI de dose absorvida (energia depositada por unidade de massa). Ana Rita Tavares Sobrosa 4

19 considerava que o doente assumia uma forma cilíndrica e a forma dos campos de tratamento eram simulados com base em fluoroscopias [7]. O avanço tecnológico do equipamento de CT permitiu a aquisição rápida de imagens de toda a região tumoral e regiões circundantes (3D) surgindo a técnica de Radioterapia Conformacional Tridimensional (3D-CRT, do inglês 3D-Conformal Radiation Therapy). O médico normalmente desenha o volume-alvo e órgãos sãos, e posteriormente, a forma dos campos é definida nos Sistemas de Planeamento. Nesta técnica existe uma conformação geométrica ao tumor [7,8]. Uma das técnicas mais recentes é designada de Radioterapia de Intensidade Modulada (IMRT, do inglês Intensity-Modulated Radiation Therapy), uma forma avançada da 3D-CRT, permite a modulação da intensidade do feixe de radiação, e portanto, a conformação da dose ao volume-alvo. Essa conformação só é possível se o acelerador linear integrar na sua constituição um colimador multi-folhas (MLC, do inglês Multi-Leaf Collimator). A esta técnica está associada uma maior proteção dos tecidos sãos possibilitando o aumento da dose no tumor [7]. Uma vez que se trata da técnica utilizada nos casos de estudo deste projeto, será abordada com maior detalhe no subcapítulo Workflow de um Tratamento Na génese da Radioterapia a cadeia de processos do tratamento limitava-se aos métodos de posicionamento e tratamento propriamente ditos. Atualmente já é considerado um elevado número de passos sequenciais, que começam na observação clínica do doente e terminam na fase de seguimento (follow-up). Assim, num Serviço de Radioterapia cada doente é submetido a um conjunto de procedimentos intermédios tais como: a imobilização, a aquisição de imagens, a localização tumoral com posterior delineamento de estruturas, a prescrição de dose, o cálculo da distribuição de dose (dosimetria clínica), a verificação do posicionamento, o controlo de qualidade e o tratamento [2]. O tratamento repete-se de forma sequencial e diária (normalmente cinco dias por semana) ao longo de várias semanas, dependendo do número de frações prescritas. A verificação do posicionamento é exigida ao longo do ciclo do tratamento para garantir a reprodutibilidade de todo o processo terapêutico. Na figura 2.1 encontra-se de forma esquematizada o conjunto de etapas referidas. Ana Rita Tavares Sobrosa 5

20 Observação clínica Aquisição de Imagens Prescrição de Dose Verificação do Posicionamento (IGRT) e Controlo de Qualidade Protocolo de Seguimento Imobilização Delineamento de Volumes Dosimetria Clínica Irradiação Consulta Inicial Planeamento Tratamento (Fracionado) Follow-up Figura 2.1 Esquematização da sequência de processos de um tratamento em Radioterapia Consulta Inicial Na primeira consulta do doente é realizada uma análise detalhada da sua situação clínica. Esta consulta é feita com base no diagnóstico prévio, no estadiamento e na determinação do tipo histológico, entre outros. Nesta consulta, o doente é devidamente informado e aconselhado acerca da sua patologia bem como de toda a metodologia terapêutica e possíveis efeitos secundários do tratamento de Radioterapia Planeamento Imobilização e Aquisição de Imagens Durante uma fase de pré-planeamento ocorre a imobilização do doente a adotar durante todo o tratamento com a aquisição de imagens CT. A aquisição de imagens CT permite obter imagens anatómicas com informação de densidade dos tecidos do doente que servirão de suporte ao planeamento dosimétrico, isto é, o delineamento e o cálculo de dose serão feitos com base na informação destas imagens. A imobilização visa permitir a reprodutibilidade no posicionamento do doente ao longo de todas as sessões e, para tal, existem vários acessórios padronizados que não só garantem o conforto do doente como a facilidade no posicionamento no dia-adia. Nos casos de tumores de cabeça e pescoço são utilizadas máscaras individuais de material termoplástico moldável ao corpo do doente, constituindo sistemas de imobilização seguros. Posteriormente surge o Figura 2.2 Visualização de uma máscara termoplástica colocada num doente. Ana Rita Tavares Sobrosa 6

21 delineamento das várias estruturas na região a tratar e a prescrição de dose nos volumes-alvo e os limites de dose nos tecidos saudáveis Delineamento de Volumes A definição dos volumes é realizada pelos médicos radioncologistas em softwares específicos como o Velocity AI. Para auxiliar o delineamento, adicionalmente, as imagens CT podem ser registadas com imagens provenientes de outras modalidades de forma a obter uma melhor definição do volume-alvo e estruturas de risco. É o caso da Ressonância Magnética (MR, do inglês Magnetic Ressonance), a Tomografia de Emissão de Positrões (PET, do inglês Positron Emission Tomography), Tomografia Computorizada de Emissão de um Fotão Único (SPECT, do inglês Single Positron Emission Computed Tomography), entre outras. É feito o registo entre a CT de planeamento e as imagens provenientes destas modalidades, mas as estruturas são delineadas sempre na CT uma vez que o cálculo de dose é feito com base na informação da mesma (densidade dos tecidos) [9]. Existem recomendações acerca da nomenclatura a utilizar na definição de volumes, que permitem a partilha de dados e/ou informação entre instituições diferentes de forma clara e inequívoca. Os volumes são desenhados segundo as recomendações da ICRU (do inglês International Commission on Radiation Units and Measurements) nos Reports 50, 62 e 83 [10,11,12]. O GTV (do inglês Gross Tumor Volume) é definido como o tumor palpável, visível ou demonstrável do crescimento tumoral. O CTV (do inglês Clinical Target volume) engloba o GTV e ainda a probabilidade de doença subclínica, isto é, áreas circundantes ao GTV que possam incluir células malignas suspeitas. O PTV (do inglês Planning Target Volume) é a definição do volume CTV acrescido de margens onde são incluídas todas as variações geométricas e incertezas associadas ao posicionamento do doente, tolerância dos equipamentos e alinhamento dos feixes [11,12]. O Report 62 veio complementar o Report 50 e introduziu o conceito de ITV (do inglês Internal Target Volume) que engloba o CTV mais uma margem interna responsável por possíveis movimentos fisiológicos de órgãos bem como incertezas associadas ao seu tamanho e forma [11]. O TV (do inglês Treated Volume) corresponde ao volume de tecido irradiado, delimitado por uma superfície de isodose cujo valor atinge 95% da dose prescrita. O IV (do inglês Irradiated Volume) é o volume de tecido que é irradiado com uma dose considerada significativa em relação à tolerância dos tecidos normais, estando esse valor de dose dependente de cada patologia [12]. Ana Rita Tavares Sobrosa 7

22 Os OARs (do inglês Organs at Risk), designados órgãos saudáveis adjacentes ao volume-alvo, apresentam uma dose de tolerância que pode condicionar o volume a irradiar e/ou a dose a administrar [12]. De acordo com a Unidade Subfuncional (FSU, do inglês Functional Sub-Unit) podem ser divididos em órgãos tipo série (exemplo: medula) ou paralelo (exemplo: pulmão). De forma simplificada, num órgão tipo série se for excedido o limite de dose num voxel todo o órgão perde função. Num órgão tipo paralelo a função pode permanecer, dependendo da relação dose-volume. Por fim, o PRV (do inglês Planning Organ at Risk Volume) corresponde ao OAR acrescido de margens que consideram incertezas e variações no seu posicionamento durante o tratamento [12]. Figura 2.3 Ilustração das estruturas delineadas segundo as recomendações da ICRU nos Reports 50, 62 e 83. Adaptado de [10,11] Prescrição de Dose Nesta fase o médico radioncologista prescreve a dose nos PTVs assim como os limites de tolerância de dose nos OARs. Os Reports 50 e 62 da ICRU fazem algumas recomendações relativamente ao registo de dose, tais como a dose mínima e máxima no PTV [10,11]. A dose em todo o PTV deve estar entre 95% e 107% da dose prescrita. Com o aparecimento da IMRT houve a necessidade de atualizar estas recomendações surgindo o Report 83. A dose mínima deve ser substituída pela dose quase mínima (D 98%) e a dose máxima pela dose quase máxima (D 2%). O objetivo é obter informação de um pequeno volume ao invés de um único ponto. Desta forma a estatística de dose é mais realista. O registo da dose mediana (D 50%) também é recomendado [12]. Ana Rita Tavares Sobrosa 8

23 Dosimetria Clínica Após a definição de estruturas e prescrição de dose pode iniciar-se o planeamento dosimétrico propriamente dito com base nessa informação. Um dos pressupostos fundamentais da Radioterapia é a administração da dose prescrita no volume-alvo minimizando os níveis de dose nas estruturas saudáveis adjacentes. Sabendo que na realidade um tratamento raramente é feito com um só campo de radiação (apenas em casos de lesões superficiais), a obtenção de distribuições dosimétricas aceitáveis requer normalmente a combinação de vários campos de radiação. A situação ideal é criar uma distribuição de dose homogénea de modo a obter-se uma boa cobertura de todo o volumealvo. Ora isso é possível em casos de tumores simples, regulares e de grandes dimensões. Contudo, em casos de tumores de dimensões mais reduzidas e envolvidos por estruturas de risco a distribuição de dose é mais rigorosa e difícil de se obter. Em IMRT a distribuição de dose nos PTVs é normalmente heterogénea pois são definidos vários níveis de dose conforme o risco [6]. Os aceleradores possuem um conjunto de recursos que permitem a configuração do feixe de irradiação. São exemplos destes recursos: as direções de incidência (alterando e/ou conjugando vários tipos de direções é possível administrar a dose na região de interesse); o tipo de radiação utilizada (fotões ou eletrões); a escolha das energias (conforme a profundidade) e o uso de diversos acessórios (por exemplo, filtros em cunha). Todos estes recursos, bem como a informação proveniente das imagens adquiridas, das estruturas delineadas e dos dados do doente, estão configurados nos chamados Sistemas de Planeamento (TPS, do inglês Treatment Planning System). Assim, é possível definir todos estes parâmetros no TPS e, através de modelos e algoritmos de cálculo de dose, é calculada a distribuição dosimétrica em toda a região pretendida [6]. Atualmente em Radioterapia existem duas formas de planear: planeamento direto e o planeamento inverso. Planeamento Direto No planeamento direto, seleciona-se o número de campos de radiação e a sua configuração e calcula-se a distribuição de dose, sendo esta avaliada posteriormente. A qualidade e o tempo despendido na obtenção de um plano de tratamento aceitável dependem diretamente da experiência profissional [6]. Ana Rita Tavares Sobrosa 9

24 Aquisição de imagens e definição de estruturas. Seleção dos feixes, energias, filtros e compensadores. Cálculo da Dose 3D Avaliação da distribuição de dose através do plano de isodoses e DVHs Aceitável Aprovação do Planeamento Não Aceitável Figura 2.4 Modelo esquemático do planeamento direto. Adaptado de [9]. Planeamento Inverso No planeamento inverso, com base na prescrição de dose nos PTVs e os limites de dose nos OARs, são definidos os objetivos do planeamento. Com base nestes objetivos (função-objetivo) e na definição do número de campos e seus ângulos de incidência o TPS inicia um processo de otimização onde se pretende a minimização da função-objetivo. O sistema tenta aproximar a dose calculada à dose definida nos objetivos, ou seja, aproxima a distribuição de dose o mais possível ao desejado teoricamente [6]. Aquisição de imagens e definição das estruturas. Introdução dos objetivos e restrições de dose. Otimização computacional da distribuição de dose 3D minimização da função-objetivo Avaliação do plano de isodoses e DVHs Aceitável Aprovação do Planeamento Não Aceitável Figura 2.5 Modelo esquemático do planeamento inverso. Adaptado de [9]. Após o planeamento estar concluído é feita a avaliação clínica. A avaliação do plano de tratamento pode ser de natureza qualitativa ou quantitativa. Na análise qualitativa observase a distribuição de dose (linhas de isodose) nas várias imagens CT. Quantitativamente é analisada a estatística de dose nos vários volumes através dos chamados histogramas de dose-volume (DVH, do inglês Dose-Volume Histogram). Ana Rita Tavares Sobrosa 10

25 Volume (cm 3 ) Volume (%) Registo Deformável de Imagem em Planeamento de Radioterapia Histograma de Dose-Volume (DVH) O DVH resulta da estatística de dose num determinado volume de interesse. Existem dois tipos de DVH: DVH diferencial e DVH cumulativo [12]. O DVH diferencial é um histograma normal em que é representado o número de vóxeis a que corresponde determinado nível de dose. Assim, permite obter informação sobre pontos quentes (doses elevadas) e pontos frios (doses baixas) no volume observado. Já o DVH cumulativo surge na necessidade de responder a perguntas do tipo que percentagem do volume está coberta pela isodose de 95%?. O DVH cumulativo fornece assim uma relação quantitativa entre a dose e o volume onde é mostrada a percentagem de volume do alvo que recebe, no mínimo, determinado nível de dose [13,14]. DVH Diferencial DVH Cumulativo Dose (Gy) Dose (Gy) Figura 2.6 Ilustração de um DVH para um PTV: diferencial (esq.) e cumulativo (dir.) Adaptado do software Velocity AI. Na figura 2.7 podem observar-se DVHs do tipo cumulativo em duas situações: para um planeamento ideal e para um planeamento dito real. Numa situação ideal pretende-se obter homogeneidade de dose no volume-alvo, 100% de dose em todo o volume. No entanto, em tratamentos típicos essa homogeneidade é difícil de concretizar devido, essencialmente, às formas irregulares dos tumores e à presença de estruturas de risco na vizinhança. As doses de tolerância dos OARs ditam os limites de dose a ter em conta na construção da distribuição de dose real no PTV e, segundo a ICRU, a dose deve estar entre os 95% e os 107% [12,15]. Ana Rita Tavares Sobrosa 11

26 Volume (%) Volume (%) Registo Deformável de Imagem em Planeamento de Radioterapia DVH ideal DVH real Dose (Gy) Dose (Gy) Figura 2.7 Ilustração de um DVH cumulativo para uma situação de Radioterapia ideal (esq.) e real (dir.). Adaptado de [16] Tratamento Estando concluída toda a fase de planeamento segue-se a fase terapêutica onde se efetua a irradiação do doente de acordo com o plano aprovado. Devido à sua complexidade, deve ser feito um controlo de qualidade do plano de tratamento de modo a garantir que a distribuição de dose aprovada é realmente a administrada. Este controlo de qualidade inclui a medida dos padrões de intensidade dos feixes individuais e a medida da dose absorvida correspondente ao plano global, num fantoma. A ICRU recomenda que a incerteza total de um tratamento de Radioterapia não deve ultrapassar ±5%, ou seja, o desvio entre a dose planeada e a realmente administrada doente não deve exceder este intervalo [11]. O tratamento é feito em várias sessões, que variam de acordo com a dose total prescrita. Cada sessão é marcada por três acontecimentos distintos: posicionamento do doente, a verificação desse posicionamento com base em imagens portais e/ou Cone-Beam CT (IGRT) e a irradiação do doente Follow-up Durante o tratamento e após a conclusão do mesmo são feitas consultas que permitem avaliar os efeitos do tratamento, quer do ponto de vista do controlo tumoral quer das complicações que podem surgir. As várias consultas repetem-se com uma periodicidade que varia consoante o protocolo de seguimento e da patologia em causa [2]. Ana Rita Tavares Sobrosa 12

27 2.3 IMRT Radioterapia com Intensidade Modulada Introdução à Técnica Desenvolvida no final dos anos 90, a Radioterapia com Intensidade Modulada (IMRT) é uma técnica de RTE, que permite não só a conformação geométrica mas também a conformação dosimétrica com a modulação da intensidade do feixe de radiação. Esta conformação só é possível através da existência de colimadores sofisticados no acelerador, como é o caso do MLC, já referido anteriormente. Assim, permite obter vários níveis de dose conforme o risco (densidade de células tumorais) e elevados gradientes de dose [15]. A IMRT resulta da evolução da técnica de 3D-CRT e, com campos de intensidade modulada, permite doses mais elevadas na área tumoral, poupando as estruturas saudáveis adjacentes. Esta é a principal diferença relativamente à técnica de 3D-CRT, onde o feixe tem uma intensidade uniforme [16]. Na figura 2.8 é possível observar as diferenças dosimétricas na região de um volume-alvo (designado por PTV1), com a técnica 3D-CRT e IMRT. Como se pode observar pela distribuição das curvas de isodose, a técnica de IMRT apresenta melhor conformação de dose às concavidades do volume-alvo [17]. Assim, com a técnica de IMRT é possível irradiar tumores que são irregulares, com faces côncavas e rodeados por tecido normal, sem aumentar a dose nos tecidos vizinhos. Uma vez que permite aumentar a dose no tumor sem aumentar a dose nos órgãos de risco, a IMRT torna-se mais eficaz do ponto de vista de controlo tumoral e de complicações nos tecidos normais [16]. Quanto às aplicações, a IMRT pode ser aplicada no tratamento de muitas patologias oncológicas, tais como tumores de próstata, de cabeça e pescoço, de pulmão e da mama. Estes casos exigem distribuições de dose mais complexas, com criação de concavidades para a proteção das estruturas críticas adjacentes, e como tal, a modulação da intensidade do feixe é a técnica mais adequada [18]. Figura 2.8 Comparação dosimétrica: 3D-CRT (esq.) e IMRT (dir.) [17]. Ana Rita Tavares Sobrosa 13

28 2.3.2 Unidade de Tratamento O acelerador linear é um equipamento que, através de um sistema linear de aceleração, utiliza ondas rádio de alta frequência para acelerar eletrões a energias da ordem das dezenas de megavolts. De acordo com o tipo de tratamento, esse próprio feixe de eletrões pode ser usado (para lesões superficiais) ou originar raios-x (fotões) através do seu embate num alvo (para lesões profundas) [19]. Os aceleradores são constituídos por várias componentes que permitem definir as características dos campos de radiação. Uma dessas componentes é o colimador. Os colimadores tradicionais eram compostos por dois pares de blocos metálicos orientados perpendicularmente entre si e permitiam definir o tamanho do campo de tratamento [6]. Com o aparecimento de colimadores mais sofisticados foi possível criar a modulação da intensidade do feixe de radiação característica da técnica de IMRT. É o caso do colimador multi-folhas (MLC), que é composto por múltiplas lâminas pequenas motorizadas que permitem obter campos irregulares sem necessidade de recorrer a proteções de ligas de chumbo. Está associado ainda a uma redução do tempo necessário para cada tratamento, possibilitando uma melhor rentabilidade do próprio acelerador linear [20]. Figura 2.9 Acelerador Linear Siemens ONCOR Avant-Garde (esq.); Sistema de MLC de 120 segmentos (dir.). Os MLC são geralmente constituídos por 80 a 120 folhas de tungsténio, com uma largura entre alguns milímetros a 1 cm ao nível do isocentro. O controlador do MLC permite em cada folha uma exatidão de posicionamento inferior a 1 mm [2]. Ana Rita Tavares Sobrosa 14

29 Figura 2.10 Ilustração do modo de funcionamento de um MLC, conformando geometricamente o volume-alvo [21]. Na técnica de IMRT, devido ao movimento controlado das folhas do MLC, é obtida uma sequência múltipla de segmentos que correspondem às configurações elementares das folhas [6]. Por isso se diz que, nesta técnica, cada campo de tratamento é constituído por um conjunto de pequenos campos (segmentos) que permitem a modulação da intensidade do feixe. Para uma dada incidência 2 é possível obter o chamado mapa de fluência 3 que depende da tal configuração e das unidades monitoras 4 (MU, do inglês Monitor Unit) [6]. Para a construção do mapa de fluência são consideradas duas técnicas que diferem no modo de funcionamento do MLC com a irradiação [20]: Modo estático (SMLC, do inglês Segmental Multi-Leaf Collimator) também conhecido como método step-and-shoot, onde a radiação é emitida individualmente após cada segmento estar formado [20]. Modo dinâmico (DMLC, do inglês Dynamic Multi-Leaf Collimator) também conhecido como método sliding window, quando o movimento das folhas do colimador e a irradiação ocorrem em simultâneo [20]. Figura 2.11 Visualização dos mapas de fluência: campo uniforme geometricamente conformado (a) e campo de intensidade modulada (b) [6]. 2 A incidência corresponde ao ângulo de rotação da gantry do acelerador linear. 3 O mapa de fluência corresponde a um mapa de intensidades de radiação. 4 A unidade monitora é uma medida do acelerador linear em que é recomendado que 1 MU=1cGy, à profundidade da dose máxima num fantoma de água. Ana Rita Tavares Sobrosa 15

30 2.3.3 Aspetos Positivos e Dificuldades De facto a grande vantagem da IMRT em relação a outras técnicas de RTE é a sua elevada conformidade de dose. Permite obter uma dose elevada nos volumes-alvo e elevados gradientes de dose perto dos limites das estruturas críticas vizinhas. Por este motivo a reprodutibilidade do tratamento é mais exigente, ou seja, é mais sensível a um conjunto de incertezas geométricas. Estas incertezas devem-se não só à não reprodutibilidade no posicionamento do doente, mas também aos movimentos internos dos volumes-alvo bem como dos OARs. Para contornar esta questão há a possibilidade de adquirir imagens (portais ou Cone-Beam CT) no acelerador linear momentos antes de se iniciar o tratamento propriamente dito. Existem também técnicas de monitorização dos movimentos dos órgãos durante a sessão de tratamento [22]. No quadro da figura 2.12 estão resumidos os aspetos positivos e ainda algumas dificuldades, mas que não representam desvantagens, pois atualmente já existem suplementos técnicos que as ultrapassam. Aspetos Positivos - Elevado índice de conformidade na distribuição de dose; - Gradientes de dose acentuados, permitindo doses elevadas nos tumores cumprindo os limites de dose nos OARs vizinhos; - Aumento do controlo tumoral e diminuição de complicações nos tecidos normais. Dificuldades - Mais exigente na definição dos PTVs e OARs. - Mais exigente relativamente às técnicas de imobilização do doente; - Mais sensível e menos tolerante a incertezas geométricas; - Necessita de um programa de controlo de qualidade rigoroso. Figura 2.12 Aspetos positivos e algumas dificuldades da técnica de IMRT. Ana Rita Tavares Sobrosa 16

31 2.4 IGRT Radioterapia Guiada por Imagem Para que a dose planeada seja realmente a dose administrada, o posicionamento do doente relativamente aos campos de tratamento deve ser reprodutível durante todas as sessões de tratamento. Para manter essa reprodutibilidade, a imobilização do doente é determinante. Existem várias soluções, que vão desde acessórios simples de imobilização (dos membros, do pescoço, etc.), a máscaras termoplásticas. Uma forma de verificar o posicionamento do doente surge da aquisição de imagens adequadas antes de se iniciar cada sessão de tratamento técnica de Radioterapia Guiada por Imagem (IGRT, do inglês Image- Guided Radiation Therapy) [6]. A IGRT surgiu assim da necessidade de conhecer a localização tumoral. É utilizada para aumentar o rigor na administração da dose de radiação, pois os volumes tumorais podem mover-se entre as várias sessões de tratamento, quer devido a diferenças no volume dos órgãos adjacentes quer devido a movimentos internos. Atualmente a IGRT é caracterizada pela aquisição de vários tipos de imagens. As mais simples são as chamadas imagens portais, que são imagens planares (2D). O sistema de aquisição da imagem portal (EPID, do inglês Electronic Portal Imaging Device) surgiu na década de 90, sendo incluído na maior parte dos aceleradores lineares. O dispositivo para a aquisição de imagens portais situa-se à saída do feixe de modo a obter informação acerca do campo de radiação. Para se adquirir informação da posição nas três direções (x, y e z), ou seja, verificar a posição do isocentro e o campo de tratamento são adquiridas duas imagens portais ortogonais. Estas permitem analisar estruturas anatómicas rígidas (como é o caso do osso), sendo comparadas com as respetivas imagens de planeamento digitalmente reconstruídas (DRR, do inglês Digitally Reconstructed Radiography) provenientes do TPS [6]. O desenvolvimento de técnicas de tratamento mais complexas como a intensidade modulada (IMRT) fomentou o igual desenvolvimento de outros métodos de aquisição de imagem que utilizam o EPID a aquisição de imagens Cone-Beam CT. Este tipo de imagens pode ser efetuado com base na radiação de tratamento (megavolts) ou através da incorporação de uma de fonte de kilovoltagem na estrutura do acelerador. O Cone-Beam CT é realizado em modo rotacional num arco, normalmente de Desta forma é possível obter informação 3D que, após reconstrução, origina imagens passíveis de serem comparadas com as da CT de planeamento [6]. As imagens de megavoltagem traduzem menor contraste entre os tecidos em relação às de kilovoltagem e, por esta razão, algumas marcas de aceleradores lineares decidiram introduzir a fonte de kilovoltagem. Ana Rita Tavares Sobrosa 17

32 Em suma, na técnica de IMRT recomenda-se o uso de imagens Cone-Beam CT porque fornecem informação 3D. Na figura 2.13 é possível comparar o modo de aquisição dos dois tipos de imagens (portais e Cone-Beam CT). No IPOCFG, o procedimento de IGRT é realizado nas três primeiras sessões e, posteriormente, uma vez por semana ao longo do tratamento. Fonte de Radiação Aquisição 2D Aquisição 3D Aquisição da Imagem Figura 2.13 Comparação do modo de feixe em imagens portais (esq.) e imagens MV-CBCT (dir.). 2.5 ART - Radioterapia Adaptativa Na área da Radioterapia existe a consciência de que a localização, a forma e a fisiologia do volume-alvo podem alterar-se ao longo das várias sessões de tratamento. Eventualmente podem também surgir distorções ao nível da forma das estruturas de risco adjacentes e, como tal, surge a necessidade de se adaptar o tratamento face a todas estas alterações. Foi neste contexto que surgiu a Radioterapia Adaptativa (ART, do inglês Adaptive Radiation Therapy) [6]. Em ART, um processo de adaptação pode incluir um simples reposicionamento do doente ou um replaneamento cuja realização acontece quando se verifica que o doente sofreu alterações anatómicas significativas. O desenvolvimento de um sistema adaptativo envolve a utilização de ciclos de feedback, ou seja, começar por detetar as condições atuais, de seguida compará-las com o planeado e, por fim, usar o desvio para adaptar o parâmetro de controlo [6]. Com a ajuda da informação das imagens portais e/ou Cone-Beam CT obtidas em IGRT, é possível definir em modo online ou offline estratégias de tratamento para ter em conta as Ana Rita Tavares Sobrosa 18

33 incertezas geométricas e anatómicas. Esta informação pode levar à alteração da forma e tamanho dos volumes-alvo e dos OARs. Assim, a ART pode ser classificada de duas formas, consoante o instante em que se efetua a correção [23]: Modo offline: Quando a correção apenas é feita depois do IGRT. Por exemplo, se ao fim de uma semana se observar um desvio sistemático na localização dos PTVs ou OARs [23]. Modo online: Quando o desvio é encontrado e é realizada a correção antes da sessão de tratamento, ou seja, em tempo real. Por exemplo, podem ser feitos vários planeamentos com base em várias imagens CT em que o PTV está em posições diferentes e antes de cada tratamento escolher o planeamento que mais se adequa tendo em conta as imagens Cone-Beam CT adquiridas no momento [23]. Um desafio que tem vindo a desenvolver-se no conceito de ART são os movimentos respiratórios, por exemplo no carcinoma do pulmão e carcinoma da mama. Estes movimentos podem levar a um desvio da localização da dose administrada comprometendo a irradiação do volume-alvo e a proteção dos OARs. Para combater este facto procurou-se a incorporação de sistemas de monitorização do ciclo respiratório sincronizados com a irradiação o chamado gating respiratório [6]. 2.6 Estado da Arte Em Radioterapia, com o avançar do tratamento, é bastante comum ocorrerem alterações anatómicas por motivos multifatoriais. Entre eles pode enumerar-se a alteração na massa muscular, na distribuição de gordura e no deslocamento de fluidos no corpo, destacando ainda a perda de peso e a redução tumoral. No que diz respeito à perda de peso, esta deve-se sobretudo à falta de apetite e dificuldade na alimentação que por sua vez estão associadas aos efeitos da radiação nos tecidos da cavidade oral [24]. Todas estas alterações podem conduzir a um desvio na distribuição dosimétrica planeada, comprometendo a irradiação do volume-alvo. É por isso que a crescente investigação sobre softwares como o Velocity AI pode ajudar na deteção de variações de volume e, assim, alertar para possíveis alterações de dose. No contexto deste projeto, neste subcapítulo encontram-se alguns estudos descritos na literatura acerca da funcionalidade do registo de imagens para casos de tumores de cabeça e pescoço. Tendo como meta a análise de um algoritmo de registo deformável de imagens, Lee et al. [25] usaram dez doentes como alvo de estudo, aplicando um algoritmo que realiza o Ana Rita Tavares Sobrosa 19

34 registo entre a CT de planeamento e as imagens de megavoltagem diárias do tratamento. Após todo o procedimento experimental, obtiveram-se os contornos deformados automaticamente e os obtidos de forma manual para as glândulas parótidas. Da análise e quantificação das incertezas geométricas e dosimétricas que estão associadas aos dois tipos de contornos, pode concluir-se uma similaridade entre ambas (os resultados automáticos estiveram sempre dentro de um intervalo de confiança de 95% dos resultados manuais). Pode dizer-se que o processo de registo deformável estabeleceu uma ferramenta essencial na avaliação das alterações de estruturas. Num seu trabalho mais recente, Lee et al. [24] demonstraram que qualquer alteração anatómica perto da superfície facial pode levar ao deslocamento posicional das glândulas parótidas para regiões de isodoses elevadas. Isto leva a alterações dosimétricas acentuadas, podendo comprometer o tratamento. Após a deformação das estruturas os autores da investigação procederam à aquisição dos DVHs cumulativos. A partir deles pode analisar-se a variação na dose administrada, e portanto, justificar a necessidade de replaneamento. Os resultados indicaram que a dose média diária nas parótidas para os dez doentes estudados diferiu da planeada em cerca de 15%, estando este valor associado a um aumento de dose para todos eles. Foi ainda estabelecida uma correlação linear entre as alterações de dose e as alterações geométricas das parótidas (R 2 =0,88). Outro aspeto fundamental que decorre da análise das oscilações da dose nas glândulas parótidas é o facto de haver uma relação com a localização tumoral. No caso da glândula se encontrar do mesmo lado que o tumor diz-se que é ipsilateral, ao passo que se estiver do lado oposto assume a designação de contralateral. Através do estudo de Loo et al. [26] pode observar-se uma redução significativa de volume nas parótidas ipsilaterais de cinco doentes (-30,2%), enquanto essa redução foi menos evidente nas parótidas contralaterais (-17,5%). Com efeito, a dose também se viu aumentada nas parótidas ipsilaterais, sendo confirmada pelos autores a relação de dependência entre as variações volumétricas e dosimétricas. Para demonstrar a relação entre as alterações estruturais de volumes tumorais e as ocorridas ao nível dos OARs, foi ainda desenvolvido um algoritmo de registo deformável para imagens de tumores faringo-laringeos. Este modelo, proposto por Castadot et al. [27], permitiu observar uma diminuição significativa no volume dos tecidos tumorais e nos OARs tendo realçado que a variação destes últimos foi influenciada pelos primeiros. Isto porque, Ana Rita Tavares Sobrosa 20

35 anatomicamente, os tumores encontravam-se muito perto dos OARs, fazendo com que a matriz de deformação atuasse de forma semelhante. Uma adequada monitorização da dose durante um tratamento de IMRT pode dar resposta à necessidade da eventual realização de replaneamento. Com o intuito de perceber essa relação, Ho et al. [28] investigaram dez doentes com tumor avançado da orofaringe, sendo a análise dosimétrica de volumes-alvo e de OARs como as parótidas, laringe, medula e tronco encefálico o objetivo principal. Apesar de se ter observado uma perda de peso e redução no volume das parótidas em todos os doentes, de uma forma geral, não houve excesso de dose nos OARs. Como tal, concluiu-se que não houve necessidade de replaneamento, embora tivesse ficado claro que para se obter mais precisão nos resultados seria interessante aumentar o número de scans tomográficos. Também Beltran et al. [29] provaram que um controlo dosimétrico, quer a nível de volumes-alvo quer a nível de OARs, pode reportar casos que beneficiem de radioterapia adaptativa. Em dezasseis doentes foram verificadas acentuadas alterações de dose nos volumes-alvo, nas parótidas e medula. As alterações anatómicas e os desvios no posicionamento dos doentes foram as causas principais, que provocaram uma diminuição de cobertura dosimétrica dos volumes-alvo na primeira parte do tratamento e ainda um aumento no nível de dose na segunda parte. Uma das questões mais colocadas atualmente é se os algoritmos aplicados nos softwares de registo de imagens de Radioterapia conseguem produzir com fiabilidade a deformação volumétrica e dosimétrica de estruturas. Num artigo de debate recente, Schultheiss and Tomé [30] discutem sobre esta questão, dando ênfase ao cálculo de dose. O autor Tomé diz que, face às alterações anatómicas (posição, localização e tamanho) dos volumes-alvo e OARs, o cálculo de dose acumulada em conjunto com a deformação dessas estruturas garante que haja otimização do tratamento, pois são verificados se os níveis de dose atuais correspondem aos planeados. Em resposta, Schultheiss defende que a dose deformada pelos algoritmos comuns não corresponde à dose real e que uma razão é o facto de os registos entre imagens deformarem a dose de forma semelhante ao volume. Ana Rita Tavares Sobrosa 21

36 3 MATERIAIS E MÉTODOS Neste capítulo são apresentados os materiais utilizados neste projeto, que vão desde a amostra de doentes aos softwares usados. Numa segunda parte são descritos os métodos utilizados para encontrar respostas aos objetivos desta dissertação. 3.1 Tumores de Cabeça e Pescoço Os tumores de cabeça e pescoço constituem atualmente a 5ª neoplasia mais dominante em todo o mundo [31]. Geralmente têm origem em células escamosas que revestem as superfícies húmidas dentro da região de cabeça e pescoço e estão associados ao consumo excessivo do álcool e tabaco, entre outros fatores de risco. Os sintomas deste tipo de tumores são bastante característicos, dependendo de cada patologia, e variam desde o aparecimento de uma ferida não cicatrizante até a uma dor de garganta persistente e dificuldade em engolir [32]. Considerados dos tumores mais complicados de tratar devido à sua localização e conjugação com um elevado número de estruturas de risco, podem ser tratados por várias técnicas, estando a Radioterapia entre elas. A técnica de IMRT é particularmente requerida no tratamento deste tipo de tumores pois permite, devido à intensidade modulada, a irradiação rigorosa do tumor e em simultâneo manter os níveis de dose abaixo da tolerância em estruturas críticas como a medula [33]. Existem vários tipos de tumores de cabeça e pescoço, sendo nomeados pela região onde se localizam: cavidade oral lábios, gengivas e língua; faringe nasofaringe (parte superior), orofaringe (parte intermédia) e hipofaringe (parte inferior); laringe; seios perinasais e cavidade nasal; por fim glândulas salivares [32]. Figura 3.1 Localização dos vários tipos de tumores de cabeça e pescoço. Adaptado de [32]. Ana Rita Tavares Sobrosa 22

37 3.1.1 Procedimento de um Tratamento Após a observação clínica na primeira consulta, o doente realiza uma CT - a chamada CT de planeamento. Na unidade de CT, o doente é alinhado na posição escolhida e, com recurso a um sistema de imobilização colocam-se referências cutâneas em localizações estáveis, definindo assim o isocentro. As imagens anatómicas adquiridas contêm informação em Unidades de Hounsfield (HU, do inglês Hounsfield Units) ou números CT 5, que resultam da conversão da densidade eletrónica dos tecidos em relação à água, permitindo o cálculo de dose com correção de heterogeneidade nos vários tecidos. Após o delineamento de estruturas no Velocity AI e a prescrição de dose pelo médico especialista é realizado o planeamento recorrendo ao Sistema de Planeamento Oncentra, por um físico médico e/ou um técnico dosimetrista. Este Sistema calcula a distribuição de dose nas imagens CT disponíveis para o caso clínico em estudo. Depois, com o auxílio da estatística de dose (DVHs) fornecida pelo Oncentra, o médico avalia o planeamento. A distribuição de dose nos PTVs e nos OARs é analisada, tendo sempre em conta a dose prescrita no PTV e os limites de dose nos OARs. Posteriormente, após o plano de tratamento estar aprovado, surge o controlo de qualidade, em fantomas. Finalmente esse plano de tratamento é aprovado pelo físico médico e o doente prossegue para a primeira sessão de tratamento. Nesta sessão, o doente é imobilizado e posicionado, utilizando os mesmos acessórios que foram usados aquando da aquisição da CT de planeamento. Este procedimento acontece em todas as sessões de forma a garantir a reprodutibilidade do tratamento. Durante todo o tratamento é efetuado IGRT: durante as três primeiras sessões e uma vez por semana. Em IMRT de cabeça e pescoço são adquiridas imagens MV-CBCT (do inglês Megavoltage - Cone-Beam Computed Tomography), porque para além de permitirem verificar o posicionamento do doente, possibilitam a visualização em modo 3D de algumas estruturas desenhadas pelo médico (por exemplo o canal medular). O software de aquisição faz o registo da CT de planeamento com a imagem Cone-Beam CT e calcula os desvios entre as duas. Se esses desvios forem inferiores a 2-3 mm então o tratamento é efetuado. Caso contrário, procede-se a uma alteração no posicionamento, e novamente, o processo é repetido. A meio do tratamento (sensivelmente ao fim de 3 semanas) é adquirida uma CT chamada de CT de controlo. A finalidade desta aquisição é registar a CT de controlo com a CT de planeamento para avaliar se existem alterações significativas na anatomia do doente que possam comprometer a distribuição de dose planeada. 5 O número de CT é dado pela relação: onde μt é o coeficiente de atenuação do tecido, μágua é o coeficiente de atenuação da água e k é uma constante que determina o fator de escala do intervalo dos números de CT. Ana Rita Tavares Sobrosa 23

38 Depois de visualizar a distribuição de dose (calculada no Oncentra) na CT de controlo decide-se se o tratamento necessita de ser replaneado. No caso de se confirmar a necessidade de um replaneamento então há novamente a aprovação pelo médico. Posteriormente dá-se início a um novo ciclo terapêutico, mas agora com o novo plano. Na técnica de IMRT normalmente são usadas 7 incidências diferentes e o número de segmentos varia entre Em casos mais simples e onde são exigidos gradientes de dose mais baixos são utilizados segmentos designando a técnica por IMRT rápida (rimrt). Nos casos mais complexos em que são exigidos gradientes de dose elevados são usados cerca de 80 segmentos. As prescrições de dose para estes tipos de tumores rondam os 70 Gy no GTV, dados em cerca de 33 frações, variando este número consoante a dose total e a dose por fração. No IPOCFG existe o critério de não exceder a dose por fração de 2.12 Gy. São efetuadas 5 sessões de tratamento por semana, ao longo de 6-7 semanas, em que cada uma tem duração aproximadamente de minutos. Figura 3.2 Unidade de Tomografia de Computorizada (IPOCFG). Figura 3.3 Acelerador Linear Oncor, Avant-Garde da Siemens (IPOCFG). Ana Rita Tavares Sobrosa 24

39 3.1.2 Caracterização da Amostra de Doentes Na tabela 3.1 apresentam-se algumas características dos doentes-alvo de estudo. Tabela 3.1 Caracterização da amostra de doentes. Número Doente Género Tipo Tumor Dose Prescrita no tumor (Gy) 1 M Orofaringe M Orofaringe M Faringe-Laringe M Orofaringe M Nasofaringe M Metástases Ganglionares F Nasofaringe M Orofaringe M Laringe 70.2 Nota: M-Masculino; F-Feminino 3.2 Acelerador Linear O acelerador utilizado no tratamento dos casos de estudo deste projeto é o Oncor Avant-Garde, da Siemens. Foi instalado no IPOCFG em Outubro de 2006 e, após a instalação e realização de todos os testes de aceitação, iniciou os tratamentos de IMRT de cabeça e pescoço em Janeiro de Diariamente é realizado um conjunto de testes de controlo de qualidade para verificar a dose de calibração definida na fase de aceitação [2]. Este acelerador é constituído pelo colimador multi-folhas Optifocus 82-leaf, cuja calibração é também realizada regularmente. Inclui 82 folhas, cada uma com 1 cm de largura ao isocentro [2]. Relativamente às soluções de imagem guiada (IGRT), o acelerador Oncor possibilita o modo de aquisição 2D e 3D: a aquisição de duas imagens portais ortogonais (2D) ou a reconstrução 3D de imagens MV-CBCT. O sistema de aquisição de imagens é constituído por um detetor de silício amorfo com resolução de pixels. Para a obtenção de imagens Cone-Beam CT o MLC utiliza um campo de radiação de geometria quadrada com dimensões cm 2. No protocolo de tratamento de tumores de cabeça e pescoço está estipulado um valor de 8 MUs totais e ainda uma energia de 6 MV (a mais baixa para se obter um melhor contraste) [2]. Ana Rita Tavares Sobrosa 25

40 Figura 3.4 Movimentos de rotação das componentes do acelerador linear: vermelho gantry; amarelo colimador; verde mesa. Na interseção dos eixos de rotação do colimador e da gantry está o isocentro [6]. 3.3 Sistema de Planeamento No Serviço de Física Médica do IPOCFG é usado o software Oncentra 4.1 (Nucletron) para realizar o planeamento dos tratamentos de Radioterapia. Um Sistema de Planeamento utiliza modelos e algoritmos para calcular a dose, baseando-se em dados dosimétricos (medidos em fantomas de água) e dados geométricos do acelerador linear. O Sistema de Planeamento mais simples começou por utilizar métodos semi-analíticos, sendo que atualmente já existem sistemas com cálculo Monte Carlo. No Oncentra é usado o algoritmo Collapsed Cone que tem em conta informação de densidade voxel-a-voxel obtendo-se maior exatidão no cálculo de dose em regiões de elevada heterogeneidade, como é o caso de cabeça e pescoço. Este software permite também a análise e o delineamento de estruturas [34]. Figura 3.5 Sistema de Planeamento Oncentra 4.1. Ana Rita Tavares Sobrosa 26

41 3.4 Software de Registo Deformável O Velocity AI 2.7 é o software no qual se centram os objetivos desta dissertação e, como tal, é importante perceber em que consiste, a que se destina e as principais funcionalidades. Dentro das várias funções pode destacar-se a visualização e o delineamento de estruturas. Para além destas permite fazer o registo e fusão entre duas séries de imagens, imagens essas que podem ser de modalidades diferentes, tais como MR, PET, SPECT, entre outras. É possível ainda importar matrizes de dose e deformá-las da mesma forma que a deformação volumétrica. No final do registo, para além das estruturas deformadas, pode obter-se informação de dose: os histogramas dose-volume (DVH) e linhas de isodose. Desenvolvido pela equipa comercial Velocity Medical Solutions dos Estados Unidos da Georgia (Atlanta), foi adquirido e introduzido na prática clínica do IPOCFG em Setembro de 2011 [35]. Na figura 3.6 pode observar-se a janela gráfica do Velocity AI. Figura 3.6 Software Velocity AI 2.7. Registo de Imagens Para a realização de um registo entre duas séries de imagens é necessário selecionar a série de referência - chamada de primária e ainda a série secundária. A imagem primária permanece rígida sendo a considerada secundária aquela que vai Figura 3.7 Marcação da imagem CT primária e secundária. Adaptado do software Velocity AI. Ana Rita Tavares Sobrosa 27

42 deformar sobre a primeira. Por exemplo, no caso de se tratar de imagens CT, a CT de controlo é a imagem primária (marcada a azul) e a CT de planeamento a secundária (marcada a rosa) uma vez que todas as estruturas são desenhadas na CT de planeamento e se pretende observar a deformação na CT de controlo. O Velocity AI permite essencialmente a realização de dois tipos de registos: registo rígido e registo deformável. No primeiro apenas ocorrem translações e rotações; no segundo já existe deformação elástica do voxel [36]. O registo deformável, sobre o qual se centra estre projeto, envolve a aplicação de três etapas: uma sobreposição manual de imagens, um registo rígido automático e ainda um registo deformável. Quanto à primeira etapa, nesta é feito o ajuste manual das duas imagens, sobrepondo ao máximo Figura 3.8 Ajuste manual das imagens. Adaptado do software Velocity AI. os contornos do doente e das estruturas visíveis (figura 3.8) [36]. Todas as etapas referidas estão associadas a um desempenho do software em tempo real, cerca de 3-5 segundos. Todos os registos efetuados no Velocity AI ocorrem dentro de uma região que é definida com base na localização das estruturas delineadas a ROI (região de interesse, do inglês Region of Interest). Por defeito esta região não é ativada, sendo nesse caso utilizada toda a informação das imagens para o registo. No entanto quando é selecionada uma ROI, a matriz de deformação só é aplicada no seu interior. Geralmente constrói-se a ROI em torno da(s) estrutura(s) de interesse a deformar, com margens suficientes que deixem estabelecer uma matriz de deformação aceitável [36]. Figura 3.9 Visualização da ROI em torno das estruturas de interesse a deformar. Adaptado do software Velocity AI. Ana Rita Tavares Sobrosa 28

43 Volume (%) Registo Deformável de Imagem em Planeamento de Radioterapia No final do registo, o utilizador pode inspecionar e comparar visualmente os contornos da imagem deformada com os iniciais (figura 3.10). É permitido ainda analisar os histogramas de HU-volume das estruturas deformadas (exemplo na figura 3.11). Figura 3.10 Comparação entre a CT de planeamento e a CT de controlo. Adaptado do software Velocity AI. HU Figura 3.11 Histograma HU-volume para um PTV. Adaptado do software Velocity AI. Algoritmo de Deformação Quando se efetua um registo entre duas imagens é ativado um algoritmo de deformação cujo desempenho visa obter um mapa de correspondência de HU entre as duas imagens. Na figura 3.12 pode observar-se esquematicamente uma matriz de deformação aplicada entre o registo de uma imagem 1 com uma imagem 2 bem como os vetores de deslocamento envolvidos na deformação de estruturas (representadas a azul, amarelo e Ana Rita Tavares Sobrosa 29

44 vermelho). A direção e sentido de cada vetor apontam o tipo de deslocamento de cada estrutura, que neste caso decorre da imagem 1 para a imagem 2. Imagem 1 Imagem 2 Matriz de Deformação Figura 3.12 Representação da matriz de deformação e modo de funcionamento. Ativação de Filtros O Velocity AI dispõe de uma vasta gama de filtros pré-definidos, sendo exemplos o filtro Bone, Head, Spine, Mediastin, Abdomen, Lung, Full. Estes permitem variar o contraste das imagens conforme os valores atribuídos aos parâmetros de janela: o centro (WL window level) e a largura (WW window width) [35]. No momento do registo apenas são usados os dados das imagens que estão dentro da largura da janela (WW) definida por duas barras verticais verdes no histograma correspondente (figura 3.13). Figura 3.13 Histograma e parâmetros de janela de um filtro. Adaptado do software Velocity AI. A largura da janela (WW) compreende a gama de valores de HU para a qual o filtro está pré-definido e o centro da janela (WL) corresponde ao valor de HU central dessa gama WW. Estes parâmetros permitem diferenciar os vários filtros cujas designações são específicas (figura 3.15). O nome de cada filtro está relacionado com o tipo de estruturas que permite realçar, (por exemplo Bone do inglês osso dá enfâse às estruturas ósseas; já o filtro Head do inglês cabeça permite visualizar com destaque tecidos moles) [36]. AR ÁGUA OSSO Unidades de Hounsfield (HU) Figura 3.14 Escala de HU [36]. Ana Rita Tavares Sobrosa 30

45 HEAD WW: 100 WL: 35 SPINE WW: 300 WL: 35 BONE WW: 2000 WL: 350 Figura 3.15 Janelas e respetivos parâmetros dos filtros Head, Bone e Spine. Adaptado do software Velocity AI. 3.5 Registo Deformável em Imagens CT Como foi dito inicialmente, numa primeira fase deste projeto, procedeu-se à elaboração de um conjunto de estudos para testar o Velocity AI em imagens CT, sendo que em todos eles se aplicou o registo deformável entre a CT de planeamento e a CT de controlo. Os estudos efetuados pretendem de uma forma geral estudar a deformação volumétrica produzida pelo software ao nível de todas as estruturas anatómicas envolvidas na região de cabeça e pescoço. Dentro dos OARs foram analisadas as glândulas parótidas, o PRV-medula (corresponde à medula acrescida de uma margem isotrópica de 3 mm) e a mandíbula; quanto aos volumes-alvo foram analisados o PTV-T1, o PTV-N1 e o PTV-N2. O primeiro refere-se ao tumor primário e os dois últimos correspondem aos nódulos linfáticos. Na figura 3.16 pode visualizar-se todas estas estruturas. Para a elaboração destes estudos foram usadas as imagens de nove doentes. Órgãos de Risco Mandíbula Parótida Ipsilateral Parótida Contralateral PRV-Medula Volumes-Alvo PTV-N1 PTV-N2 PTV-T1 Figura 3.16 Visualização dos OARs (esq.) e volumes-alvo (dir.) analisados no Velocity. Adaptado do software Velocity AI. Ana Rita Tavares Sobrosa 31

46 Volume Relativo Deformado (%) Registo Deformável de Imagem em Planeamento de Radioterapia Reprodutibilidade do Algoritmo Com este estudo pretendeu-se averiguar a reprodutibilidade do algoritmo de registo deformável do Velocity AI. Para tal determinou-se qual o número de registos deformáveis que são necessários efetuar para que haja convergência dos resultados produzidos, estabelecendo assim um protocolo. Para cada doente, aplicou-se uma vez o registo rígido seguido da aplicação consecutiva de dez vezes o registo deformável entre as duas imagens CT. Durante o intervalo de aplicação dos vários registos deformáveis foram guardados os valores de volume deformados de cada caso, de forma a comparar os resultados numa fase posterior. Após uma análise cuidada dos resultados obtidos concluiu-se que existe uma convergência no fim da aplicação de quatro registos do algoritmo deformável, ainda que com uma incerteza associada de ±3%. De seguida mostram-se os gráficos obtidos para um caso particular, onde se pode comprovar a convergência de volume, a partir da quarta fusão (reta a tracejado). O eixo vertical dos gráficos representa o volume percentual relativo deformado sendo tomado como referência o volume correspondente ao registo da primeira deformação. Gráfico 3.1 Reprodutibilidade do algoritmo de deformação: volumes-alvo. 15 Volumes-alvo 10 5 PTV-N1 PTV-N2 PTV-T Número de Registo Ana Rita Tavares Sobrosa 32

47 Volume Relativo Deformado (%) Registo Deformável de Imagem em Planeamento de Radioterapia Gráfico 3.2 Reprodutibilidade do algoritmo de deformação: OARs OARs MANDIBULA PAROTIDAD PAROTIDAE PRV-MEDULA PULMAOD PULMAOE TE TIROIDE MEDULA Número de Registo Influência da ROI na Deformação de Estruturas Este estudo permitiu perceber de que forma é que a definição da região de interesse influencia a deformação volumétrica das estruturas analisadas. Como já referido, a ROI limita a matriz matemática de deformação tornando-a confinada apenas na região definida pelos limites da ROI. Sendo assim estudou-se o comportamento do algoritmo de deformação nas várias estruturas face à definição de diferentes ROIs. Neste estudo foram considerados três tipos de registos diferentes: o primeiro não engloba a definição de qualquer ROI, ou seja, a matriz de deformação considera toda a informação da série de imagens para efetuar a deformação de estruturas; a segunda envolve a definição de uma ROI ajustada ao PTV-N maior ( ROI_PTV-N ), onde inclui todos os OARs desenhados; por fim a construção de uma ROI individual ajustada a cada estrutura analisada ( ROI_Estrutura ). A figura 3.17 permite visualizar todas as situações consideradas, retiradas do Velocity AI. Para as três situações consideradas aplicou-se o registo rígido seguido do registo deformável quatro vezes, uma vez que foi assim estabelecido anteriormente. Ana Rita Tavares Sobrosa 33

48 ROI_PTV-N Sem ROI ROI_Estrutura Figura 3.17 Representação esquemática das três situações consideradas: Sem ROI, ROI_PTV-N e ROI_Estrutura. Adaptado do software Velocity AI Influência da Aplicação de Filtros na Deformação de Estruturas O objetivo deste estudo foi perceber de que forma é que a aplicação de filtros influencia o registo deformável. Como já dito anteriormente existem vários tipos de filtros pré-definidos disponíveis no Velocity AI, sendo que cada um é caracterizado por um centro (WL) e largura de janela (WW) que faz variar o contraste das imagens, evidenciando diferentes tecidos ar, tecido mole ou tecido ósseo. Isto leva a que diferentes filtros produzam diferentes resultados na deformação das estruturas. Para além da variação da deformação com a aplicação de filtros também pode haver variação com a definição de uma ROI. Assim decidiu-se estudar a aplicação dos filtros Head, Spine e Bone ao registo deformável para dois tipos de região de interesse a ROI_PTV-N e a ROI_Estrutura de modo a perceber de novo qual a melhor ROI e o filtro que produz um resultado mais realista. Da mesma forma que no estudo anterior, aplicou-se o registo rígido seguido de quatro vezes o deformável entre as duas imagens CT, para ambas as situações de ROI e para os vários filtros descritos ativados. Ana Rita Tavares Sobrosa 34

49 3.5.4 Estudos em Fantomas A realização de testes em fantomas teve como objetivo estudar o protocolo estabelecido para o registo de imagens, confirmando quantitativamente se o software consegue calcular volumes corretamente, quer tenham sofrido alterações ou não. A palavra fantoma surgiu para descrever um material similar ao tecido humano, simulando as suas propriedades de dispersão e absorção da radiação. Em Radioterapia é bastante útil em estudos dosimétricos. Existem essencialmente dois tipos de fantomas: geométricos, com formas cúbicas ou cilíndricas e de material homogéneo; e os antropomórficos que simulam a complexidade da anatomia humana, assim como as heterogeneidades [19]. Para estes estudos foi utilizado um fantoma antropomórfico pertencente ao Serviço de Física Médica do IPOCFG. Este reproduz todas as características anatómicas de um doente real, desde a sua dimensão à densidade do material constituinte. Foram criados três volumes de plasticina cuja densidade é próxima à dos tecidos moles a referência (1.13 cm 3 ) e o volume-alvo (2.26 cm 3 ) que se mantêm sempre imobilizados; e um volume similar a uma parótida (11.3 cm 3 ). Os dois primeiros foram posicionados de acordo com a localização de um tumor de nasofaringe, sendo as vias nasais os locais escolhidos para a sua colocação. Já a parótida foi colocada no lado esquerdo externo do fantoma de forma a reproduzir a localização de uma parótida real. Na figura 3.18 é possível visualizar o fantoma utilizado assim a localização de todos as peças construídas. Figura 3.18 Fantoma antropomórfico (esq.), corte axial com localização dos volumes tumorais (centro) e visualização da parótida (dir.). O objetivo foi observar se os volumes da referência e do volume-alvo se mantêm constantes, uma vez que não foram alterados durante todo o procedimento. Quanto à estrutura parótida, a finalidade foi diferente: primeiro alterar a sua forma e, de seguida, acrescentar cerca de 20% do seu volume ao já existente. Ana Rita Tavares Sobrosa 35

50 Figura 3.19 Realização da CT com o fantoma antropomórfico. Após o procedimento na unidade de Tomografia Computorizada foram adquiridas três séries de imagens: CT 1: visualização de todos os volumes originais; CT 2: visualização da deformação da parótida sem variação de volume; CT 3: visualização da deformação da parótida com aumento de 20% do seu volume. Para cada série CT foram adquiridas imagens com dois tipos de espessura de corte - 1 e 3 mm - e ainda com dois tipos de campo de visão 6 (FOV, do inglês Field-of-View) e 500. Estes parâmetros foram escolhidos de modo a investigar a sua influência junto do registo aplicado pelo Velocity AI. Todas as imagens CT foram importadas para o Velocity AI e com o auxílio de ferramentas de desenho foram delineadas todas as estruturas na CT1. Posteriormente foi efetuado o registo deformável da CT 1 com a CT2 e obtidos os valores de volumes deformados. Por fim foi realizado o mesmo tipo de registo entre a CT1 e a CT3 com obtenção novamente da deformação. Na realização do registo deformável foi aplicado o protocolo estabelecido em estudos anteriores: registo rígido seguido de quatro vezes o deformável com ativação do filtro Bone mas para duas situações de ROI sem seleção de ROI e com ROI ajustada a cada estrutura. 6 O campo de visão corresponde ao diâmetro da região de aquisição da imagem. Ana Rita Tavares Sobrosa 36

51 3.6 Registo Deformável em Imagens MV-CBCT Com os estudos efetuados em imagens MV-CBCT pretendeu-se pesquisar a sua utilização na prevenção de alterações inaceitáveis na dose planeada partindo de uma avaliação volumétrica das estruturas da região de cabeça e pescoço. Atualmente, na prática clínica são usadas apenas imagens CT para a análise da evolução tumoral. Através do Velocity AI é feita a deformação das estruturas na chamada CT de controlo e observadas as alterações anatómicas dos doentes. É através desta análise e do cálculo de dose na CT de controlo, que se conclui acerca da necessidade da realização de um replaneamento. Ora todo este procedimento ainda só está validado em imagens CT. Uma vez que são adquiridas imagens Cone-Beam CT ao longo de todo o tratamento, seria interessante estudar o seu uso na deteção da deformação de estruturas, da mesma forma que se realiza nas imagens CT. Isto porque, caso se verifique que as imagens MV-CBCT permitem obter uma deformação aceitável, é possível que venham a constituir um alerta para situações de alterações significativas. O seguinte conjunto de estudos veio na linha de seguimento dos anteriores, onde foi aplicado um protocolo semelhante: o registo deformável entre as imagens MV-CBCT correspondentes temporalmente à CT de planeamento e à CT de controlo. Para simplificar, o primeiro MV-CBCT foi designado por CBCT_0 e o do momento da CT de controlo por CBCT_N. As estruturas alvo deste estudo foram as mesmas do estudo realizado em imagens CT, acrescidas da construção de uma estrutura que envolve o contorno do pescoço Neck. A amostra de doentes foi a mesma que utlizada nos estudos do subcapítulo anterior, com exceção de dois, pois não possuíam imagens Cone-Beam CT. Esta é então constituída por sete doentes Registo entre a CT de Planeamento e o MV-CBCT correspondente Para se proceder à deformação de estruturas entre as imagens MV-CBCT, é necessário que essas estruturas estejam desenhadas na imagem CBCT_0. Uma vez que os médicos apenas desenham as estruturas na CT de planeamento tem de se efetuar o registo entre essas imagens e as imagens Cone-Beam CT correspondentes. Esta constituiu a primeira tarefa dos estudos em MV-CBCT, onde se efetuaram vários tipos de registos entre as duas imagens, para concluir o que produzia melhores resultados. Ana Rita Tavares Sobrosa 37

52 Foram efetuados quatro tipos de registos: apenas rígido; rígido com a ativação do filtro Bone, rígido seguido de deformável quatro vezes com ROI em torno do PTV-N maior e com filtro Bone, e por fim, o mesmo mas com ROI ajustada a cada estrutura. Após a obtenção de todos os resultados e uma análise qualitativa do ponto de vista anatómico por uma médica radioncologista, concluiu-se que, de um modo geral, o registo rígido simples foi o que reproduziu contornos mais semelhantes aos desenhados na CT de planeamento. Após os valores de volume terem sido analisados verificaram-se pequenas diferenças entre os da CT de planeamento e os do CBCT_0. Em média, as diferenças percentuais de volumes entre as duas imagens foram -0.8% e -0.6% para os OARs e volumes-alvo, respetivamente. Estas diferenças podem ser explicadas pelo facto das imagens possuírem características diferentes, nomeadamente a espessura de corte. As imagens CT possuem espessura de corte 3 mm, enquanto as imagens MV-CBCT possuem 1 mm. O Velocity AI utiliza um tamanho de voxel diferente para a análise dos volumes nos dois tipos de imagem contribuindo para as diferenças encontradas. A figura 3.20 permite observar os contornos da mandíbula com dois registos diferentes, onde foi validado o registo rígido (azul). Registo Rígido Registo Deformável com ROI_Estrutura Figura 3.20 Contornos da mandíbula na imagem CBCT_0 obtidos com diferentes registos. Adaptado do software Velocity AI Deformação Volumétrica de Estruturas No momento da deformação de estruturas procedeu-se à aplicação de um registo rígido seguido de quatro vezes o registo deformável entre as imagens CBCT_0 e CBCT_N no Velocity AI, da mesma forma que foi realizado entre as imagens CT. De modo semelhante foram ainda definidas algumas condições de teste, nomeadamente a construção de uma ROI. O registo deformável foi aplicado considerando dois tipos de ROI diferentes uma ROI ajustada à estrutura Neck (com inclusão das restantes) e uma ROI delineada em torno de Ana Rita Tavares Sobrosa 38

53 cada estrutura individual. Nos resultados que são mostrados no capítulo seguinte a primeira ROI é designada por ROI_Neck e a segunda por ROI_Estrutura. Após a realização de todos os procedimentos deste estudo efetuaram-se dois tipos de análise: qualitativa feita por uma médica radioncologista, com inspeção visual dos contornos deformados em ambas as situações; quantitativa quantificação média da variação volumétrica entre as duas imagens. Com uma análise quantitativa foi possível perceber se a variação de volume das estruturas entre imagens MV-CBCT seguiu a mesma linha de tendência que as imagens CT Dose Calculada no Oncentra 4.1 Com o intuito de analisar a variação de dose nas estruturas referidas entre os dois momentos de aquisição das imagens MV-CBCT, efetuou-se um estudo comparativo da dose no CBCT_0, relativamente à dose do CBCT_N. A distribuição de dose foi calculada no Sistema de Planeamento Oncentra, com base no planeamento aprovado. Após o cálculo da dose no Oncentra, a matriz 3D de dose foi importada para o Velocity AI, onde foi obtida a estatística de dose DVH. O objetivo de maior destaque deste estudo dosimétrico foi averiguar se as imagens Cone-Beam CT conseguem dar um alerta relativo à dose em estruturas críticas como por exemplo a medula. Numa primeira parte avaliou-se a variação dosimétrica desde o CBCT_0 até ao CBCT-N (pois são adquiridas várias imagens ao longo do tratamento), para apenas um doente particular. De seguida estudou-se a variação de dose entre as duas séries de imagens para todos os casos analisados. Deste modo, foi possível obter a sua comparação e correlação com as respetivas alterações volumétricas. Isto porque, segundo estudos de literatura, as variações anatómicas das estruturas podem levar a um deslocamento da distribuição de dose aprovada Testes de Sensibilidade Na tentativa de mostrar algum tipo de correlação entre as alterações anatómicas ocorridas e a variação de dose na medula, efetuaram-se vários testes de sensibilidade para treze doentes. Estes testes mostram a relação causa-efeito de determinados acontecimentos e permitem, através da sua análise, prever o que pode acontecer em novos casos. A medula é o órgão de risco que requer mais atenção na fase de planeamento pois o não cumprimento da respetiva dose de tolerância pode conduzir a complicações muito graves Ana Rita Tavares Sobrosa 39

54 Valor de Teste Positivo Negativo Registo Deformável de Imagem em Planeamento de Radioterapia (são exemplos a mielite e a paralisia). Por este motivo, decidiu-se realizar alguns testes de sensibilidade que relacionam a variação volumétrica de algumas estruturas com a dose máxima na medula. Estes testes visam mostrar se, no futuro, os médicos radioncologistas podem ser alertados para uma sobredosagem na medula, através apenas de uma inspeção simples de volume no Velocity AI. Os gráficos relativos a estes testes seguem uma distribuição onde várias classes são divididas tabela de contingência (tabela 3.2). Consideram-se ainda alguns parâmetros de análise: precisão, especificidade e sensibilidade [37]. Tabela 3.2 Tabela de contingência. Valor de Referência Negativo Positivo FP Falsos Positivos VP Verdadeiros Positivos VN Verdadeiros Negativos FN Falsos Negativos Precisão: corresponde à medida de casos totais corretamente classificados. Precisão = (VP+VN)/(FP+VP+VN+FN) Sensibilidade (ou taxa dos verdadeiros positivos): corresponde à proporção de casos positivos corretamente classificados. Sensibilidade = VP/(VP+FN) Especificidade (ou taxa dos verdadeiros negativos): corresponde à proporção de casos negativos corretamente classificados. Especificidade = VN/(VN+FP) Ana Rita Tavares Sobrosa 40

55 4 RESULTADOS E DISCUSSÃO Neste capítulo são mostrados os resultados dos estudos efetuados e a sua discussão. Numa primeira parte são apresentados os resultados relativos às imagens CT e posteriormente os relativos às imagens MV-CBCT. 4.1 Imagens CT Influência da ROI na Deformação de Estruturas Quanto à influência e importância da ROI na deformação das várias estruturas anatómicas, verificou-se que diferentes tipos de ROI levam a diferentes resultados. No final de uma análise detalhada das imagens com todas as estruturas deformadas, em comparação com as diferentes situações, foi aprovado clinicamente que a melhor definição de ROI é aquela que se ajusta ao PTV-N maior, com inclusão de todas as estruturas de interesse. Assim sendo, a região ROI_PTV-N (caracterizada desta forma nas legendas dos resultados) é a que fornece uma maior aproximação aos contornos reais das estruturas. Uma possível explicação para a escolha deste tipo de ROI é o facto de produzir margens maiores na matriz de deformação, ao contrário da ROI ajustada a cada estrutura individual que limita praticamente toda a região de deformação aos contornos da estrutura. Esta conclusão teve por base uma avaliação de uma médica radioncologista. De seguida, para a mandíbula e uma glândula parótida, mostram-se imagens axiais com os volumes deformados para as três situações consideradas. Sem ROI ROI_PTV-N ROI_Estrutura Figura 4.1 Contornos deformados da mandíbula e glândula parótida para os três tipos de registo considerados. Adaptado do software Velocity AI. Ana Rita Tavares Sobrosa 41

56 A mandíbula é uma estrutura rígida e, como tal, não deve alterar o seu volume ao longo do tratamento. A avaliação dos contornos desta estrutura feita pela médica conduziu à escolha da opção ROI_PTV-N. Foi feita uma análise quantitativa dos resultados e verificaram-se diferenças de volume entre o planeado e o deformado com essa opção (-6.5±2.4%). Embora essas diferenças não fossem esperadas, uma possível explicação para esse facto é a existência de incertezas no posicionamento do doente e ainda as incertezas relativas ao algoritmo de deformação. No caso da glândula parótida, o critério de comparação já não é o mesmo aplicado para a mandíbula pois é esperada uma alteração de volume na mesma. Isto porque as glândulas parótidas tendem a sofrer modificações ao nível do tamanho e forma. Estas podem ser causadas pela perda de peso e pela redução tumoral, devido aos efeitos da Radioterapia. Para este caso houve uma redução de volume (-25.4±14.0%), confirmando resultados já registados na literatura [26] Influência da Aplicação de Filtros na Deformação de Estruturas No final do estudo da aplicação de diferentes filtros houve de novo uma avaliação clínica, onde se concluiu que os resultados com e sem a ativação de qualquer filtro são semelhantes. No entanto, dos três aquele que acentua uma melhoria no resultado dos contornos é o filtro Bone. Quanto à análise da ROI, procedeu-se a uma validação individual de cada estrutura, onde se registaram as seguintes aprovações (apêndice I): 1. Mandíbula Visualmente foi validado pela médica que uma ROI ajustada à mandíbula seria melhor, embora quantitativamente os resultados tenham sido semelhantes em relação aos obtidos pela ROI_PTV-N. As diferenças, em média, entre os resultados obtidos com os dois tipos de ROI foram -5.9±5.1% e -4.3±3.4% para a ROI_PTV-N e ROI_Estrutura, respetivamente. A mandíbula, sendo uma estrutura rígida, não deve alterar o seu volume ao longo do tratamento pelo que o critério de avaliação foi o de encontrar os contornos deformados mais similares aos desenhados no planeamento. Ana Rita Tavares Sobrosa 42

57 2. PRV-Medula Para o PRV-medula, ambas as definições de ROI foram validadas. As diferenças percentuais de volume em relação ao planeamento foram muito próximas: -1.0±1.7% e 1.4±1.9% para a ROI_PTV-N e ROI_Estrutura, respetivamente. Verificou-se que esta estrutura não sofreu grandes alterações. Este resultado está de acordo com o esperado, pois o canal medular está rodeado por uma estrutura rígida (vértebras). 3. Glândulas Parótidas As glândulas parótidas foram as únicas estruturas em que metade dos doentes a ROI_Estrutura foi preferencial na deformação. As imagens da figura 4.2 mostram os dois tipos de ROI aprovados, com dois filtros selecionados Head e Bone. Comparando os dois filtros, o segundo foi o que produziu melhores resultados, como já referido anteriormente. Verificou-se que ambas as glândulas sofreram uma diminuição de volume, sendo em média essa redução de aproximadamente 12% e 8%, para a glândula ipsilateral e contralateral, respetivamente. Em média, a redução de volume para as duas parótidas foi de 10.1±2.7%, estando este resultado também de acordo com a literatura [26]. Na glândula ipsilateral a variação é mais evidente provavelmente porque é do lado do GTV onde a dose administrada é mais elevada e portanto poderá ocorrer uma maior redução de volume. ROI_PTV-N_Sem Filtro ROI_PTV-N_Head ROI_PTV-N_Bone ROI_Estrutura_Sem Filtro ROI_Estrutura_Head ROI_Estrutura_Bone Figura 4.2 Contornos deformados da glândula parótida com os diferentes registos. Adaptado do software Velocity AI. 4. Volumes-alvo Por último, também para os volumes-alvo de um modo geral foi aprovado clinicamente a ROI_PTV-N. Ana Rita Tavares Sobrosa 43